Material e Método
MATERIAL E MÉTODO Materiais Utilizados
Neste estudo foram utilizados dois CIVMR: Fuji II LC (CG) e Vitremer (3M ESPE) e, como grupo controle, uma resina composta: Filtek Z 250(3M ESPE), definida pelo fabricante como um compósito polimerizável por luz e radiopaco, desenvolvido para dentes anteriores e posteriores (Quadro 1). A cor utilizada foi a A3 para todos os materiais. O Quadro 1 apresenta informações sobre os materiais utilizados.
45
Material Categoria Composição básica Apresentação Cor Lote
Fuji II LC Improved- (GC) Cimento de ionômero de vidro modificado por resina Vidro de fluoraluminosilicato; ácido poliacrílico; HEMA (2-hidroxietilmetacrilato); água Pó e líquido A3 0401151 Vitremer (3M ESPE) Cimento de ionômero de vidro modificado por resina Vidro de fluoraluminosilicato; persulfeto de potássio e ácido ascórbico; copolímero do ácido polialcenóico HEMA; água, fotoiniciadores Pó e líquido A3 20041001 Filtek Z250
(3M ESPE) Resina composta Bis-GMA (Bisfenil-A glicidil metacrilato); UDMA (uretano dimetacrilato); Bis-EMA (bisfenol-A etileno diéter dimetacrilato) e canforoquinona; zirconia e sílica Seringa A3 5 CG
Quadro 1- Informações sobre os materiais utilizados.
Aparelhos Fotoativadores
Para a fotoativação dos materiais, utilizou-se um aparelho LED: Elipar Freelight (3M ESPE) (Figura 2A) e outro com lâmpada QHT: Curing Light XL 3000 (3M ESPE) (Figura 2B). As informações sobre esse aparelhos encontram-se no Quadro 2. As densidades de potência foram verificadas por um radiômetro comercial (Curing Radiometer, número de série 79301324, Demetron Research Corp.), imediatamente antes do uso dos aparelhos.
Figura 2A-B- Aparelhos fotoativadores utilizados: A Elipar Freelight (3M ESPE) e B Curing Light XL 3000 (3M ESPE)
Aparelho Tipo Número
de serie Fabricante Densidade de potência (mW/cm2) Elipar Freelight LED 939826 010258 3M ESPE 1200 Curing Light XL 3000 Lâmpada halógena – QTH 207739 3M ESPE 600
Quadro 2- Características dos aparelhos fotoativadores utilizados
Confecção dos Corpos-de-prova
Foram compostos seis grupos, combinando-se material/fonte de luz. Cada grupo possuía 5 espécimes cada, sendo 3 grupos fotoativados com QHT e três com LED, totalizando trinta corpos-de-prova. Para a confecção destes foi utilizada uma matriz de aço inoxidável desmontável, apresentando uma base sobre a qual são acopladas duas partes que formam um pequeno cilindro de
47
6,0mm de diâmetro e 3,0mm de altura, no qual foram inseridos os materiais. Uma tira de poliéster foi colocada entre a base e as partes desmontáveis da matriz para evitar o contato do material com a base. A matriz foi previamente isolada com vaselina sólida. O proporcionamento pó/líquido dos CIVMR foi realizado em peso, para possibilitar uma maior padronização dos espécimes, evitando-se a influência de bolhas ao se dispensar o líquido, e diferentes volumes de pó ao se utilizar a colher dosadora que acompanha os materiais. A proporção fornecida pelos fabricantes foi seguida. Foi utilizada uma proporção pó/líquido de 3,2/1g para o Fuji II LC e de 2,5/1g para o Vitremer. Após a manipulação os materiais foram acondicionados em pontas plásticas e, com auxílio de uma seringa (Centrix) foram inseridos na matriz. Após a inserção que foi realizada com ligeiro excesso, uma tira de poliéster foi colocada sobre o material e, sobre essa, uma lâmina de vidro, na qual se aplicou uma ligeira pressão digital até o extravasamento do excesso do material, previamente à fotoativação.
A fotoativação foi realizada com tempo de 40s para todos os cimentos de ionômero de vidro modificados por resina e também para a resina composta utilizada para o grupo de controle. Os corpos-de-prova foram removidos das matrizes e em seguida foram colocados em recipientes plásticos de cor escura em água destilada e armazenados em estufa a 37±1ºC por 24 horas. A seqüência da confecção dos corpos-de-prova pode ser observada na Figura 3.
Figura 3A-D- Seqüência da confecção dos corpos-de-prova: A-Inserção do material na matriz; B- compressão do excesso do material com a lamínula de vidro; C- remoção dos excessos dos corpos de prova com lâmina de bisturi após a fotoativação; D-Aspecto final do corpo-de-prova
A B
D C
49
Desta forma, foram estabelecidos os seguintes grupos, apresentados nos Quadro 3.
GRUPO MATERIAL FONTE DE LUZ
FQTH Fuji II LC Improved QTH
FLED Fuji II LC Improved LED
VQTH Vitremer QTH
VLED Vitremer LED
ZQTH Filtek Z250 QTH
VI - ZLED Filtek Z250 LED
Quadro 3- Grupos estudados
Após o período de armazenagem, os testes foram conduzidos em uma máquina de Ensaios Universal Kratos a uma velocidade de deslocamento de 0,5mm/min.
Análise Estatística
Os valores obtidos na fratura foram anotados e submetidos à análise de variância a dois critérios (Two-way ANOVA), e teste de TUKEY para comparações pareadas múltiplas, em nível de significância de 5%.
51 RESULTADOS
O resumo da análise de variância está apresentado na Tabela 1.
Tabela 1- Análise de variância a dois critérios de classificação (two-way ANOVA) Fonte de variação Soma dos quadrados Graus de liberdade Quadrado médio “F” p Material 15022,956 2 7511,478 398,257 <0,001 Luz 48,108 1 48,108 2,551 0,123 Interação 53,349 2 26,675 1,141 0,263 Resíduo 452,661 24 18,861 Total 15577,074 29 537,140
As médias (desvios-padrão) obtidos estão apresentados na Tabela 2. Os resultados também podem ser visualizados na Figura 4.
Tabela 2- Resistência à Tração Diametral (MPa) do grupos estudados
GRUPOS MÉDIA (DESVIO-PADRÃO)
FLED 27,31 (2,80)a* FQTH 27,97 (3,56)a VLED 43,54 (2,88)b VQTH 37,67 (1,96)b ZLED 81,44 (7,07)c ZQTH 79,05 (5,53)c
A análise estatística dos resultados mostrou ausência de interação entre os fatores estudados.
Independentemente do material, não houve diferença na RTD entre a unidade de fotoativação LED e a QTH. Considerando os materiais, a resina composta apresentou maior RTD que o CIVMR Vitremer e este maior RTD que o CIVMR Fuji II LC Improved.
53
Discussão
DISCUSSÃO
As lâmpadas QTH têm sido utilizadas desde o desenvolvimento das resinas compostas para a ativação de sua polimerização. Suas vantagens incluem a capacidade de fotoativar materiais resinosos, independentemente do fotoiniciador presente, além do baixo custo da tecnologia envolvida na produção destes aparelhos (RUEGGBERG, 1999; PRICE et al., 2003). Porém, apresentam algumas limitações, como a produção de altas temperaturas e o declínio da irradiância ao longo do tempo, devido a degradação de componentes como bulbo e filtro, o que limita sua vida útil (BARGHI et al., 1994; MARTIN, 1998; MYIASAKI et al., 1998)
Visando superar as limitações envolvendo lâmpadas QTH, novas tecnologias como as lâmpadas de arco de plasma, laser de argônio e diodos emissores de luz têm sido desenvolvidas (VARGAS et al.,1998; RUEGGEBERG, ERGLE, METTENBURG, 2000; KURACHI et al., 2001).
Entre essas novas tecnologias, os aparelhos com LED são os mais estudados atualmente. A luz visível dos aparelhos LED é produzida por efeito quântico-mecânico, diferentemente da lâmpada QTH que necessita de aquecimento de filamento metálico. Basicamente, os aparelhos LED são uma combinação de dois diferentes semicondutores. Quando uma voltagem é aplicada, os elétrons de um semicondutor e a ausência de elétrons do outro semicondutor são conectados, resultando em emissão de luz (MILLS, JANDT, ASHWORTH, 1999). As características das unidades a base de LED incluem aparelhos bastante compactos, com perspectiva de duração ilimitada (HAITZ, CRAFORD, WEISSMAN, 1995) e utilização de baixa voltagem. Além disso, a
55
polimerização presente na maioria dos materiais resinosos (UHL, SIGUSCH, JANDT, 2004).
Desde a introdução de unidades fotoativadoras a base de LED na Odontologia, várias pesquisas começaram a ser desenvolvidas com o objetivo de comparar sua habilidade na polimerização de resinas compostas com a das lâmpadas halógenas convencionais. Diferentemente dos primeiros estudos (KURACHI et al., 2001; DUNN, BUSH, 2002), investigações mais recentes têm mostrado que as novas gerações de LED produzem resinas composta com propriedades similares ou até mesmo superiores comparadas às fontes halógenas (UHL, SIGUSCH, JAND, 2004; BALA, OLMEZ, KALAYCI, 2005).
Os resultados do presente estudo corroboram com estes estudos mais recentes, ou seja, não foi encontrada diferença significante na RTD entre os grupos fotoativados com LED e os fotoativados com unidade QTH. Porém, diferentemente do presente estudo, outro trabalho mostrou resultados opostos: a RTD dos espécimes fotoativados com LED foi menor que a dos fotoativados com lâmpada halógena (AL’OSTA, 2006).
Vários fatores podem influenciar a polimerização de materiais resinosos e, conseqüentemente, suas propriedades mecânicas. Estes fatores podem estar relacionados ao material, às características dos corpos-de-prova e também às unidades de fotoativação.
Em relação ao material, foi demonstrado que a composição e as características intrínsecas, como o tipo e tamanho das partículas de carga, além da cor, influenciam na polimerização (FORSTEN, 1984). O trabalho de AL’OSTA et al., 2006, e o presente estudo utilizaram alguns materiais diferentes. No entanto, acredita-se que o fator material não tenha sido o
responsável pela diferença nos resultados entre os dois estudos, uma vez que nos dois estudos o comportamento de todos os materiais foi semelhante para cada fonte de fotoativação. Ainda, tanto no trabalho de AL’OSTA et al., 2006, como no presente estudo, apenas uma cor (A3) foi utilizada, eliminado a influência deste fator na polimerização.
Da mesma forma, em ambos os estudos, os corpos-de-prova foram todos padronizados, com a mesma proporção pó/líquido para cada grupo, determinada em balança de precisão, e com as mesmas dimensões, evitando-se também a influência de tais variáveis.
Assim sendo, a explicação para a diferença encontrada entre os estudos seria as características das unidades de fotoativação utilizadas.
No trabalho de AL’OSTA et al., 2006 as densidades de potência (ou irradiância) dos aparelhos foram, respectivamente, 400mW/cm2 e 600mW/cm2
para a unidade halógena e para a unidade LED. Desta forma, poderia ser esperada uma maior RTD dos espécimes fotoativados com LED. No entanto, os espécimes fotoativados com lâmpada halógena apresentaram maior RTD. A temperatura gerada pela fonte de luz pode estar relacionada a esta constatação. O trabalho de YAP, SOH, 2003 mostrou que as unidades LED estudadas apresentaram menor aumento de temperatura que as unidades halógenas. Comparando-se inclusive aparelhos com densidade de potência semelhantes (LED com 600mW/cm2 e halógena com 650mW/cm2), verificou-se que a temperatura gerada foi mais que três vezes superior para a unidade halógena que para a unidade LED. Em continuidade à pesquisa de YAP; SOH, 2003, no trabalho de SOH, YAP, SIOW, 2003 que comparou a profundidade de polimerização relacionada a várias fontes de luz, é discutido o fato de que o
57
calor produzido pelas unidades de fotoativação pode ser útil no processo de polimerização. LOVELL et al, 2003 também verificaram em seu estudo que o maior grau de conversão da resina composta estudada ocorreu devido a uma combinação de maior densidade de potência e maior temperatura gerada pela unidade de fotoativação.
Por outro lado, no presente estudo as densidades de potência dos aparelhos foram 600mW/cm2 e 1200mW/cm2 para a unidade halógena e para a unidade LED, respectivamente. Assim, acredita-se que a maior densidade de potência do LED tenha produzido materiais tão resistentes quanto aqueles fotoativados com a unidade halógena.
O trabalho de MELLO, 2005 também estudou o comportamento de CIVMR fotoativados com de unidades LED e QTH por meio do teste de microdureza. Os resultados mostraram comportamento diferente das unidades de fotoativação para o topo e base dos espécimes. Analisando-se a microdureza do topo, não foi observada diferença entre os dois tipos de fonte de luz, independentemente do material. A autora relaciona este resultado a mesma densidade de potência dos dois aparelhos utilizados, 600mW/cm2. Também é discutido o trabalho de RUEGGBERG et al, 1993 que mostrou que na superfície (topo) não há atenuação da luz causada pelas camadas de resina e até mesmo uma baixa densidade de potência é capaz de proporcionar adequada polimerização. Segundo MELLO, considerando a microdureza da base, houve diferença entre as fontes para os CIVMR. Para um dos materiais, a microdureza do grupo LED, foi maior que a do grupo QTH. Este resultado é atribuído à maior eficiência dos LED na ativação da polimerização dos materiais resinosos. A maioria dos materiais a base de resina possuem a
canforoquinona como o iniciador da polimerização, a qual é sensível à luz na região azul do espectro visível. De acordo com NOMOTO, 1997 o espectro de absorção da canforoquinona é em torno de 470nm. As lâmpadas halógenas presentes nas unidades de fotoativação tradicionais emitem um espectro de irradiância entre 360 a 500nm. O pico de emissão dos LED odontológicos está em 470nm e, consequentemente, possuem uma maior eficiência na ativação da canforoquinona. Já para o outro CIVMR, a microdureza da base do grupo fotoativado com lâmpada halógena foi maior que a do grupo fotoativado com LED. Segundo a autora, a possível maior temperatura gerada pela unidade halógena pode ser a responsável pela maior microdureza.
Considerando a metodologia utilizada, poderia ser esperada a utilização de um grupo controle de CIVMR sem a fotoativação, uma vez que esses materais apresentam três mecanismos de presa: reação ácido-base, polimerização ativada com luz e polimerização quimicamente ativada. No entanto, essa possibilidade foi descartada uma vez que o estudo de MOUNT; PATEL; MAKINSON, 2002 demonstrou que os CIVMR fotoativados foram 50% mais resistentes que aqueles que não receberam fotoativação.
Ainda em relação a metodologia, é importante esclarecer que a resina composta foi escolhida para grupo controle por representar um adequado parâmetro para a comparação com os CIVMR. Isto porque os estudos com LEDs presentes na literatura envolvem a utilização de resinas compostas (JANDT, 2000; DUNN, BUSH, 2002; UHL; SIGUSCH; JANDT, 2004; BALA; OLMEZ; KALAYCI, 2005). Adicionalmente, a efetividade da fotoativação das resinas compostas com novas gerações de LED parece estar consolidada
59
(UHL; SIGUSCH; JAND, 2004; BALA; OLMEZ; KALAYCI, 2005; PRICE; FELIX; ANDREOU, 2005).
Diante do exposto, fica evidente que é de fundamental importância que o clínico conheça o efeito dos aparelhos LED sobre as propriedades dos materiais resinosos. Em particular, os estudos com CIVMR são essenciais devido a ampla utilização dos mesmos, atribuída a suas várias propriedades vantajosas e também à carência de avaliações do efeito dos LED sobre suas propriedades. Deve-se ainda considerar que aparelhos LED de diferentes marcas e características estão disponíveis no mercado e estão cada vez mais sendo adquiridos por estudantes e profissionais da Odontologia.
A alta densidade de potência do LED estudado provavelmente tenha sido a responsável pelas RTD similares as obtidas com a unidade halógena. No entanto, outras propriedades dos CIVMR necessitam ser investigadas para que os profissionais tenham respaldo científico na utilização de aparelhos LED na fotoativação desses materiais.
61 CONCLUSÃO
A hipótese nula estabelecida foi aceita, ou seja, não houve diferença na Resistência à Tração Diametral entre os grupos de cimentos de ionômero de vidro modificados por resina fotoativados com aparelhos LED e aqueles fotoativados com lâmpada halógena.
63 REFERÊNCIAS
AGUIAR, F. H. B. et al. Hardness and diametral tensile strength of a hybrid composite resin polymerized with different modes and immersed in ethanol or distilled water media. Dent. Mater., Oxford, v. 21, n. 12, p. 1098-1103, Dec. 2005.
AL’OSTA, J. A. S. et al. Efeito da fonte fotoativadora na resistência à tração diametral de cimentos de ionômero de vidro modificados por resina. Braz. Oral Res., v.20, supplement, p. 184, 2006.
BALA, O.; OLMEZ, A.; KALAYCI, S. Effect of LED and halogen light curing on polymerization of resin-based composites. J. Oral Rehabil., Oxford, v. 32, n. 2, p. 134-140, Feb. 2005.
BARGHI, N.; BERRY, T.; HATTON, C. Evaluating intensity output of curing lights in private dental offices. J. Am. Dent. Assoc., Chicago, Ill., v. 25, n. 7, p. 992-996, Jul. 1994.
BURGUESS, J. O. et al. Light curing-an update. Compend. Contin. Educ. Dent., Jamesburg, NJ., v. 23: 889-896, 2002.
CAUSTON, B.E. The physico-mechanical consequences of exposing glass ionomer cements to water during setting. Biomaterials, v.2, n.3, p. 112-15, 1981.
CATTANI-LORENTE, M. A.; GODIN, C.; MEYER, J. M. Early strength of glass ionomer cements. Dent. Mat., Oxford, v. 9, n. 1, p. 57-62, Jan. 1993.
CATTANI- LORENTE; GODIN, C.; MEYER, J. M. Mechanical behavior of glass ionomer cements affected by long-term storage in water. Dent. mat., v.10, n.1, p. 37-44, Jan.1994.
CEFALY, D. F. G. et al. Evaluation of an experimental Light Emitting Diode (LED) curing unit. Revista de Pós-Graduação da USP, São Paulo, v. 11, n. 2, p. 114-118, 2004.
CHARLTON, D. G. Resin composites. 21 p. Disponível em: htps://decs.nhgl.med.navy.mil/DMNOTES/composites.pdf. Acesso em: 08 jul. 2006.
CHO; G.C.; KANEKO.; L.M.; WHITE.; S.N. Diametral and compressive strength of dental core materials. J. Prosthet dent, v.82, n.3, p.272-76, Sept.1999.
CHO, E.; KOPEL, H.; WHITE, S.N. Moisture susceptibility of resin-modified glass-ionomer material. Quintessence Int., v.26,n.5, p.351-8, May 1995.
DHUMMARUNGRONG, S.; MOORE, B. K.; AVERY, D. R. Properties related to strength and resistance to abrasion of VariGlass VLC, Fuji II L.C., Ketac-Silver, and Z-100 composite resin. ASDC J. Dent. Child., Chicago, Ill., v. 61, n. 1, p.17-20, Jan-Feb.1994.
DUNN, W. J.; BUSH, A. C. A comparison of polymerization by light-emitting diode and halogen-based light-curing units. J. Am. Dent. Assoc., Chicago, Ill., v. 133, n. 3, p. 335-341, Mar. 2002.
FERRACANE, J.L. Elution of leachable components from composites. J Oral Rehabil, v.21, n.4, p.441-52, July 1994.
FERRACANE, J.L.; MARKER, V.A. Solvent degradation and reduced fracture toughness in aged composite. J. dent. Res., v.71, n.1, p.13-9, 1992.
FONSECA, R. G.; SANTOS, J. G.; ADABO, G. L. Influence of activation modes on diametral tensile strength of dual-curing resin cements. Braz Oral Res., São Paulo, v. 19, n. 4, out/dec. 2005.
FORSTEN, L. Short-and long-term fluoride release from glass ionomers and other fluoride-containing filling materials in vitro. Scand. J. Dent. Res., Copenhagen, v. 98, n. 2, p. 179-185, 1990.
GARCIA, F.C.P. et al. O paradoxo da revolução dos sistemas adesivos. Rev APCD, v.57, n.6, p.449-53, nov/dez 2003.
GERDULLO, M. L. et al. Resistência à compressão e à tração diametral de ionômero de vidro indicados para cimentaçào. Rev. Odont. USP, São Paulo, v. 9, n. 1, p. 17-22, jan/mar. 1995.
HAITZ, R. H.; CRAFORD, M. G.; WEISSMAN, R. H. Light emitting diodes. In: BASS, M. (Ed.). Hand book of optics. New York: Mc Graw Hill, 1995. p.1-39. HEYS, R. J. et al. An evaluation of a glass ionomer luting agent: pulpal histological response. J. Amer. Dent. Assoc., Chicago, Ill., v. 144, p. 607-611, 1987.
JANDT, K.D. et al. Depth of cure and compressive strength of dental composites cured with blue light emitting diodes ( LEDS). Dent. Mater., Oxford, v. 16, n. 1, p. 41-47, Jan. 2000.
KERBY, R. E.; KNOBLOCH, L. Strength characteristics of glass-ionomer cements. Oper. Dent., Seattle, v. 17, n. 5, p. 170-174, Sep/Oct. 2002.
KERBY, R. E.; KNOBLOCH, L.; THAKUR, A. Strength properties of visible-light-cured resin-modified glass-ionomer cements. Oper. Dent., Seattle, v. 22, n. 2, p. 79-83, Mar./Apr. 1997.
65
KURACHI, C. et al. Hardness evaluation of dental composite polymerized with experimental LED-based devices. Dent. Mat., Oxford, v. 17, n. 4, p. 309-315, July 2001.
LACEFIELD, W. R.; REINDL, M. C.; RETIEF, D. H. Tensile bond strengths of a glass ionomer cement. J. Prosth. Dent., Saint Louis, Mi, v. 53, p. 194-198, 1985.
LOVELL, L.G.; NEWMAN,S.M,; DONALDSON, M.M; BOWMAN, C.N. The effect of light intensity on double bond conversion and flexural strength of a model unfilled dental resin. Dent. Mater, v.19, n.6, p 458-65, Sep.2003.
MCLEAN, J. W.; GASSER, O. GLass-ionomer cements. Quintessence Int., Berlin, v. 16, p. 333-343, 1985.
MC LEAN, J.W.; NICHOLSON, J.W.; WILSON, A.D. Proposed nomenclature for glass ionomer dental cements and related materials. Quintessence Int., v.25, n.9, p.587-89, Sept.1994.
MCCABE, J. F. Resin modified glass-ionomer. Biomaterials, London, v. 19, n. e, p. 531-537, mar. 1998.
MALDONADO, A. et al. An in vitro study of certain properties of a glass ionomer cement. J. Am. Dent. Assoc., Chicago, Ill., n. 96, p. 785-791, 1978. MARTIN, F. E. A survey of the efficiency of visible light curing units. J. Dent., Oxford, v. 26, n. 3, p. 239-243, mar. 1998.
MATHIS, R. S.; FERRACANE, J. L. Properties of a glass-ionomer/resin-composite hybrid material. Dent. Mater., Oxford, v. 5, n. 5, p. 335-338, Sep. 1989.
MELLO, L. L. C. P. Microdureza de cimentos de ionômero de vidro modificados por resina fotoativados com diodos emissores de luz. 2005. 67 p. Dissertação (Mestrado em Odontologia) – Centro de Ciências Biológicas e da Saúde, Universidade Norte do Paraná, Londrina, 2005.
MILLS, R. W. Blue light emitting diodes: another method of light curing. Brit. Dent. J., London, v. 178, n. 5, p. 169, Mar. 1995.
MILLS, R. W.; JANDT, K. D.; ASHWORTH, S. H. Dental composite depth of cure with halogen and blue light diode technology. Br. Dent. J., London, v. 186, p. 388-391, 1999.
MITRA, S. B. Adhesion to dentin and physical properties of a light-cured glass-ionomer liner/base. J. Dent. Res., Chicago, Ill., v. 70, n. 1, p. 72-4, jan. 1991. MIYAZAKI, M. et al. Evaluation of curing units used in private dental offices. Oper. Dent., Seattle, v. 23, p. 50-54, 1998.
MOUNT, G. J.; PATEL, C.; MAKINSON, O. F. Resin modified glass-ionomers: strength, cure depth and translucency. Aust. Dent. J., Sidney, n. 4, p. 339-343, Dec. 2002.
NOMOTO, R. Effect of light wavelength on polymerization of light-cured resins. Dent Mater J, v.16,n.1, p.60-73, Jun.1997.
OBICI, A.C.; SINHORETI; M.A.C.; SOBRINHO; L.C.; GOES; M.F.; CONSANI; S. Evaluation of depth of cure and knoop hardness in a dental composite photo-activated using different methods. Braz Dent J, v.15, n.3, p-199-2003, 2004. PEREIRA, L. C. G. et al. Mechanical properties and bond strength of glass-ionomer cements. J. Adhes. Dent., New Malden, Surrey, v. 4, n. 1, p. 73-80, 2002.
PRICE, R. B. et al. Comparison of quartz-tungsten-halogen, light-emitting diode, and plasma arc curing lights. J. Adhes. Dent., New Malden, Surrey, v. 5, p. 193-207, 2003.
PRICE, R. B. T.; FELIX, C. A.; ANDREOU, P. Knoop hardness of ten composites irradiated with light-power LED and quartz-tungsten-halogen lights. Biomaterials, London, v. 26, n. 15, p. 2631-2641, May 2005.
RUEGGEBERG, F. Contemporary Issues in photocuring. Compendium, Newtown, PA, v. 20, supl. 25, p. 4-5, Nov. 1999.
RUEGGEBERG, F. A., ERGLE, J. W.; METTENBURG, D.J. Polymerization depths of contemporary light-curing units using microhardness. J. Esthet. Dent., Philadelphia, PA, v. 12, p. 340-349, 2000.
SAITO, S. Caracteristcs of glass ionomer and its clinical aplication. Relations between hardening reactions and water. Dent mat, v.8, n.6, p.1-16,1978.
SHORTALL, A.; HARRINGTON, E. Guidelines for the selection, use, and maintenance of visible light activation units. Br. Dent. J., London, v. 181, n. 10, p. 383-387, Nov. 1996.
SOARES, C. J. et al. Mechanical Properties of light-cured composites polymerized with several additional post-curing methods. Oper. Dent., Seattle, v. 30, n. 3, p. 389-394, May/June 2005.
SOH, M. S.; YAP, A. U. J.; SIOW, K. S. The effectiveness of cure of LED and halogen curing lights and varying cavity depths. Oper. Dent., Seattle, v. 28, n. 6, p. 707-715, Nov/Dec.2003.
TOBIAS, R. S. et al. Pulpal response to a glass ionomer cement. Br. Dent. J.,